Estimation et analyse des intervalles cardiaques

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To cite this version:

Aline Cabasson. Estimation et analyse des intervalles cardiaques. Traitement du signal et de l’image [eess.SP]. Université Nice Sophia Antipolis, 2008. Français. �tel-00357389v4�

Université de Nice - Sophia Antipolis

École doctorale STIC

Sciences et Technologies de l'Information et de la Communication

THÈSE

Docteur en Sciences

de l'Université de Nice - Sophia Antipolis

Mention : Automatique, Traitement du Signal et des Images

présentée par

Aline CABASSON

Estimation et Analyse

des Intervalles Cardiaques

Thèse dirigée par Olivier MESTE

soutenue le 4 Décembre 2008 devant le jury composé de

Hervé Rix Professeur à l'Université de Nice-Sophia Antipolis Président Guy Carrault Professeur à l'Université de Rennes I Rapporteur Pablo Laguna Professeur à l'Université de Saragosse (Espagne) Rapporteur Stéphane Bermon Docteur en Médecine à l'IM2S (Monaco) Examinateur Lionel Giorgis Ingénieur de Recherche à Sorin-ELA Medical Examinateur Olivier Meste Professeur à l'Université de Nice-Sophia Antipolis Directeur de thèse

i

"En science, la phrase la plus excitante que l'on peut entendre, celle qui annonce de nouvelles découvertes, ce n'est pas "eurêka" mais "c'est drôle". "

Isaac Asimov

"Je suis désolé, je n'ai que deux pieds. . . " Thomas Fersen

Table des matières

Remerciements xiii

Glossaire xv

Introduction générale 3

I Introduction à l'électrophysiologie cardiaque 7

Introduction 9

1 Bases cardiologiques 11

1.1 Anatomie du c÷ur humain . . . 11

1.2 Le réseau vasculaire . . . 13

1.3 Le battement cardiaque . . . 14

1.4 La genèse du signal électrique cardiaque . . . 14

1.4.1 Le potentiel d'action des cellules du myocarde . . . 15

1.4.2 Propagation de l'inux électrique . . . 16

1.5 Le rythme cardiaque dirigé par le Système Nerveux Autonome . . . 19

1.5.1 Le Système Nerveux . . . 19

1.5.2 le Système Nerveux Autonome . . . 20

2 L'électrocardiographie 23 2.1 Techniques d'enregistrement d'ECG . . . 23

2.1.1 Histoire de l'électrocardiographie . . . 23

2.1.2 L'enregistrement . . . 24

2.1.3 Notion de dipôle électrique . . . 25

2.1.4 Système de dérivations de l'ECG . . . 26

2.2 Analyse de l'ECG . . . 30

2.2.1 Les ondes P, QRS, T . . . 30

2.2.2 Les caractéristiques fréquentielles de l'ECG . . . 32

2.2.3 Les intervalles de l'ECG . . . 32

2.2.4 Le rythme cardiaque . . . 33

2.2.5 La fréquence cardiaque . . . 33

2.2.6 La brillation auriculaire . . . 34

3 Quelques notions utiles de physiologie 37 3.1 La conduction cardiaque . . . 37

3.1.2 Régulation de la conduction cardiaque . . . 38

3.1.3 Inuence sur les ondes cardiaques . . . 39

3.2 La jonction auriculo-ventriculaire . . . 39

3.2.1 Inuence de la fréquence cardiaque . . . 40

3.2.2 Inuence du système nerveux autonome . . . 40

3.3 Le comportement électrique cellulaire . . . 41

II Outils d'estimation des intervalles cardiaques 45 Introduction 47 4 Méthodes usuelles d'estimation des intervalles cardiaques 49 4.1 Introduction . . . 49

4.2 Méthodes basées sur du ltrage dérivatif . . . 52

4.3 Méthodes basées sur la transformée en ondelettes . . . 54

4.4 Méthodes basées sur un indicateur lié à la surface couverte par l'onde . . . . 56

4.5 Méthodes basées sur l'intercorrélation . . . 57

4.6 Méthodes basées sur un apprentissage . . . 58

4.7 Méthodes basées sur le maximum de vraisemblance . . . 58

5 Perfectionnement de la méthode de Woody 61 5.1 Introduction . . . 61

5.2 La méthode de Woody . . . 61

5.3 La méthode de Woody améliorée . . . 63

5.4 Evaluation des performances à l'aide de signaux simulés . . . 67

6 Généralisation de la méthode de Woody 73 6.1 Introduction . . . 73

6.2 La méthode de Woody généralisée . . . 74

6.3 Diérents modèles de l'onde T . . . 78

6.3.1 Modélisation par une fonction polynomiale d'ordre L . . . 78

6.3.2 Modélisation par une fonction ane par morceaux . . . 80

6.4 Validation des modèles de l'onde T . . . 84

III Analyse des intervalles cardiaques 89 Introduction 91 7 Filtrage du signal ECG/Pré-traitements 93 7.1 Les types de bruit présent dans l'ECG . . . 93

7.2 Méthodes de ltrage de l'ECG . . . 95

7.2.1 Les principaux ltrages . . . 95

7.2.2 Les pré-traitements appliqués . . . 96

8 Analyse des intervalles P-R à l'exercice et en récupération 103 8.1 Application aux signaux ECG réels d'eort . . . 103

8.1.1 Les sujets . . . 103

8.1.2 Le protocole d'enregistrement . . . 104

Table des matières v

8.3 Informations dans la phase de récupération . . . 107

8.3.1 Résultats . . . 107

8.3.2 Discussion . . . 111

8.4 Hystérésis de la relation "P-R fonction de R-R" . . . 112

8.4.1 Résultat . . . 113

8.4.2 Cas particulier . . . 115

8.4.3 Discussion . . . 122

9 Analyse des intervalles Q-T ou R-T 127 9.1 Estimation des intervalles Q-T . . . 128

9.1.1 Méthode de Woody améliorée "par bloc" . . . 128

9.1.2 Application sur des signaux ECG en respiration contrôlée . . . 134

9.1.3 Application sur des signaux ECG à l'eort . . . 134

9.1.4 Application sur des signaux ECG en brillation auriculaire . . . 137

9.2 Résultats . . . 138

9.2.1 Observations sur les signaux ECG d'eort . . . 138

9.2.2 Relation entre les intervalles R-T et R-R lors d'épisodes de brillation auriculaire . . . 140

9.3 Modélisation de la réponse du Q-T à la période cardiaque . . . 144

9.3.1 Dénition du modèle . . . 145

9.3.2 Exemple d'application sur des signaux ECG réels . . . 148

Conclusion et perspectives 155

Table des gures

1 Représentation schématique du système cardiovasculaire. . . 9

1.1 Schéma fonctionnel du c÷ur. . . 11

1.2 Schéma du circuit sanguin. La couleur bleue indique que le sang est pauvre en oxygène tandis que la couleur rouge correspond au sang chargé en oxygène. 12 1.3 Principes des systoles auriculaire et ventriculaire. . . 14

1.4 Schéma du c÷ur et de son réseau de conduction électrique. . . 15

1.5 Les cinq phases du potentiel d'action d'une cellule du muscle myocardique et échanges ioniques au niveau cellulaire correspondants : respectivement, la phase 0 correspond à la dépolarisation de la cellule, la phase 1 au début de la repolarisation, la phase 2 à la repolarisation lente, la phase 3 à la repolarisation rapide, et la phase 4 au repos. . . 17

1.6 Parcours du signal électrique cardiaque. . . 18

1.7 Propagation du potentiel d'action dans le c÷ur (extrait de [111]). . . 19

1.8 Schéma du système nerveux et ses principaux sous-systèmes. . . 20

2.1 Progression de l'impulsion électrique à travers le c÷ur. . . 25

2.2 Schéma du signal enregistré par les électrodes. . . 26

2.3 Les dérivations bipolaires : à gauche, emplacement des électrodes suivant le triangle d'Einthoven ; à droite, représentation vectorielle des dérivations et forme d'ondes observées en surface. . . 28

2.4 Dérivations unipolaires de Wilson. . . 28

2.5 Système de Goldberger pour l'enregistrement des trois dérivations unipo-laires des membres augmentées. . . 28

2.6 Représentation vectorielle des dérivations unipolaires de Wilson (VR, VL et VF) et de Goldberger (aVR, aVL et aVF). . . 29

2.7 Emplacement des électrodes précordiales : V1 à V6 (extrait de [1]). . . 29

2.8 Étapes successives de dépolarisation/repolarisation du c÷ur qui se traduisent sur le plan électrocardiographique par diérentes ondes P, Q, R, S, et T (ex-trait de [2]). . . 30

2.9 Propagation du potentiel d'action dans le c÷ur et ondes électrocardiogra-phiques de surface correspondantes en sommant toutes les contributions des potentiels d'action (extrait de [111]). . . 31

2.10 Densité spectrale de puissance des complexes QRS, des ondes P et T, et des bruits d'origine musculaire ou respiratoire, après moyennage sur 150 battements (extrait de [169]). . . 32

2.11 Présence de FA sur l'ECG. Flèche rouge : trémulations de la ligne iso-électrique (Fibrillation auriculaire) - Flèche violette : onde P (ECG normal, rythme sinusal) . . . 34

3.1 Exemple de régulation de la conduction électrique cardiaque : inuence du système nerveux autonome sur les potentiels d'action des cellules myocar-diques et nodales. . . 39 3.2 Dénition des intervalles APD, DI et BCL des potentiels d'action (extrait

de [113]). . . 41 3.3 Courbe de restitution électrique cellulaire. Mise en évidence des alternances

de l'APD en fonction de la pente de la courbe de restitution (extrait de [82]). 42 3.4 Analogie entre l'intervalle Q-T de l'ECG et la durée du potentiel d'action

d'une cellule myocardique ventriculaire. . . 43 4.1 Illustration d'une méthode de segmentation sur les ondes P et R. A partir

des points caractéristiques des ondes considérées (début de l'onde P et pic de l'onde R), on dénit l'intervalle P-R. . . 50 4.2 Illustration d'un problème d'estimation de temps de retard sur les ondes P

entre deux battements successifs synchronisés à droite sur les pics R, pour estimer l'intervalle P-R. . . 50 4.3 Détection de la n (T2) et du pic (Tpic) d'une onde T normale avec la

mé-thode de Laguna et al. [94]. . . 53 4.4 Exemple d'un ECG synthétique et des 5 premières échelles de sa transformée

en ondelettes (extrait de [115]). . . 55 4.5 Fenêtre glissante de taille W pour le calcul de l'indicateur A(t) (extrait de

[184]). . . 57 5.1 Processus de la méthode de "Woody améliorée". . . 66 5.2 Exemple d'une onde P simulée. . . 68 5.3 Variance moyenne des estimateurs de Woody (· · · ) et de Woody amélioré (

-) pour les 100 tirages de Monte-Carlo en fonction de nombre de réalisations du signal. Estimation des retards entiers. . . 68 5.4 Variance moyenne des estimateurs de Woody (· · · ), de Woody amélioré (-)

et de Pham (?) pour les 100 tirages de Monte-Carlo en fonction de nombre de réalisations du signal. Estimation des retards "subpixeliques" en approxi-mant la fonction de corrélation par une parabole convexe dans le voisinage du maximum [21, 76]. . . 68 5.5 Temps de convergence des estimateurs de Woody (· · · ) et de Woody amélioré

() pour un signal de I = 10 réalisations (Écart type du bruit : σ = 0, 2). . . 69 6.1 Exemple d'un ECG réel où les ondes T et P sont disjointes au repos (a) et

superposées pendant l'exercice (b). . . 73 6.2 Fonction polynomiale d'ordre 3 et sa première dérivée. . . 79 6.3 Exemple d'une onde P réelle et d'une onde T réelle modélisée par une

fonc-tion ane par morceaux basée sur 3 foncfonc-tions de base. . . 81 6.4 Signaux simulés d'ECG à l'exercice (400 réalisations). Pendant l'exercice,

l'onde T chevauche de plus en plus l'onde P. Ainsi le chevauchement aug-mente avec l'indice de la réalisation. . . 84 6.5 Biais de l'estimateur de temps de retard pour les 3 modèles de l'onde T

considérés, et pour une transformée en ondelettes à l'échelle 23_{. . . 85}

Table des gures ix

7.1 Exemple d'ECG présentant une dérive de la ligne de base. . . 93

7.2 Exemple d'ECG présentant des interférences 50Hz. . . 94

7.3 Exemple d'ECG présentant des interférences d'origine électromyographique. 94 7.4 Signal ECG réel enregistré. . . 97

7.5 Signal ECG ltré passe-haut et estimation de la position des pics R. En rouge, le signal de modulation d'amplitude. . . 97

7.6 Signal ECG démodulé et ré-estimation de la position des pics R. . . 97

7.7 Ligne de tendance avant traitement. . . 98

7.8 Exemple de segments P-R alignés sur le pic R suivant. . . 100

7.9 Exemple de segments R-T alignés sur le pic R précédent. . . 100

8.1 Exemples d'estimation des intervalles P-R en modélisant l'onde T par une fonction ane par morceaux contrainte (3 segments) : (a) estimation bat-tement par batbat-tement, (b) estimation sur les réalisations moyennées par paquets consécutifs et disjoints de 10 battements. . . 105

8.2 Exemple sur un sujet, des intervalles P-R estimés avec la méthode de Woody généralisée pour diérentes modélisations de l'onde T : une droite, un po-lynôme d'ordre 3, une fonction ane par morceaux (3 segments), et sans aucune modélisation. . . 106

8.3 Exemple sur un sujet, des intervalles R-R, et des intervalles P-R estimés en modélisant l'onde T par une fonction ane par morceaux contrainte (3 segments). L'intervalle I est utilisé pour le calcul de la pente S, relative à la capacité de récupération du sujet ; l'intervalle I est délimité par les deux droites verticales en pointillés. . . 106

8.4 Evolution des intervalles P-R et R-R pendant la récupération. On observe la présence d'un brusque changement de pente (une "cassure") sur les deux intervalles, quasiment au même moment. En rouge, la cassure est déterminée de façon automatique, en noir de façon visuelle. . . 107

8.5 Illustration de la méthode automatique de détection de l'instant de cassure. En haut, le critère (erreur1+ erreur2) à minimiser pour trouver l'indicemin. En bas, un exemple sur les intervalles R-R des deux droites de moindres carrées qui correspondent à l'indicemin. . . 108

8.6 Diagramme de dispersion pour les 12 sujets : relation entre le point de cas-sure déterminé sur l'évolution du R-R en fonction du point de cascas-sure sur le P-R. L'instant de cassure est détecté de manière automatique pour la gure du haut (coecient de corrélation r = 0,784 ; p-value < 0,001) et de manière visuelle sur la gure du bas (coecient de corrélation r = 0,988 ; p-value < 0,001). . . 109

8.7 Relation entre les pentes dénies sur l'intervalle I, entre la n de l'exercice et le changement de pente sur les intervalles P-R et R-R pour les 12 sujets. Deux groupes sont mis en évidence selon les pentes sur les intervalles P-R : un constitué des sédentaires, l'autre regroupant les athlètes modérés et conrmés. . . 110

8.8 Evolution des intervalles P-R en fonction des intervalles R-R pendant l'exer-cice (+) et la récupération (◦). . . 114

8.9 Pour une même période cardiaque, exemple de deux ondes P, l'une extraite de la phase d'exercice (en bleu), l'autre extraite de la phase de récupération (en rouge). . . 114

8.11 Détermination du retard d par intercorrélation. Le retard d correspondant à la position relative de l'onde P courante par rapport à l'onde P de référence.116 8.12 Evolution des intervalles P-R et P-P au repos, à l'exercice et en récupération.117 8.13 Relation "P-R/P-P". Cette relation est représentée pour la période de repos

suivie de l'exercice en bleu, et de la période de récupération en rouge. . . 118 8.14 Zoom de la gure 8.13 : hystérésis de la relation "P-R/P-P" à l'exercice en

bleu, et en récupération en rouge. . . 118 8.15 Dénition des retards ∆ comme étant la diérence entre les courbes à l'eort

(en bleu) et à la récupération (en rouge). Le sens du parcours du cycle d'hystérésis est dans le sens horaire. . . 119 8.16 Présentation de la méthode de mesure de l'hystérésis : évolution des

inter-valles R-R au cours du temps. . . 120 8.17 Retards estimés ∆ en fonction de l'intervalle R-R. ∆ correspond à la valeur

de l'hystérésis. . . 121 8.18 Comparaison des relations d'hystérésis entre les intervalles P-R et P-P à

l'ef-fort (en bleu) et en récupération (en rouge). La gure (a) illustre la méthode originelle présentée section 8.4.2.1 et la gure (b) illustre la mise en commun des deux méthodes d'estimation basées sur l'intercorrélation. . . 123 8.19 Relation "P-R fonction de R-R" dans diérentes conditions. . . 125 9.1 Calcul de la position du maximum ou du maximum/2 pour dénir les

déca-lages absolus sur les ondes de référence de chaque bloc. . . 129 9.2 Méthode de Zhang pour dénir la n de l'onde T, par calcul de l'indicateur

de surface A(t) sur une fenêtre glissante de taille W ; Présentée au Chapitre 4 page 56 (extrait de [184]). . . 129 9.3 Détection de la n (T2) et du pic (Tpic) d'une onde T normale avec la

mé-thode de Laguna et al. [94], présentée au Chapitre 4 page 52. . . 129 9.4 Ondes R et T simulées (300 réalisations). Au fur et à mesure des réalisations,

l'intervalle R-T diminue. . . 130 9.5 Comparaison des estimateurs de décalages absolus sur les ondes de référence

de chaque bloc : la position du maximum, la position du maximum/2, la n de l'onde T détectée par la méthode de Zhang et al. [183, 184], la n de l'onde T détectée par la méthode de Laguna et al. [94], et le pic de l'onde T détectée par la méthode de Laguna et al. [94]. Les méthodes de recalage absolu par la position du maximum/2 et par la détection du pic de l'onde T [94] présentent de meilleures performances que les autres. Toutefois, l'estimateur basé sur la position du maximum/2 présente le moins de variance. . . 131 9.6 Comparaison des estimateurs des intervalles R-T sur des signaux simulés :

la méthode de Woody améliorée "par bloc" (décalages absolus des ondes de référence de chaque bloc calculés à partir de la position du maximum/2 ), la méthode de détection de la n de l'onde T de Zhang et al. [183, 184], la méthode de détection de la n de l'onde T de Laguna et al. [94], et la méthode de détection du pic de l'onde T de Laguna et al. [94]. La méthode de Woody améliorée "par bloc" présente de meilleures performances en ayant le moins de variance par rapport aux intervalles RTf in théoriques. . . 133

9.7 Exemple sur un signal ECG enregistré en respiration contrôlée : évolution de la période cardiaque. . . 135

Table des gures xi 9.8 Exemple sur un signal ECG enregistré en respiration contrôlée : évolution

des intervalles R-T (à une constante près) estimés par la méthode de Woody améliorée par bloc de 10 réalisations, et recalés par les techniques de la position du maximum et du maximum/2. . . 135 9.9 Exemple sur un signal ECG enregistré à l'exercice : évolutions des intervalles

R-R et R-T (à une constante près) estimés par la méthode de Woody amé-liorée par bloc de 10 réalisations, et recalés par la technique de la position du maximum/2. . . 136 9.10 Exemple sur un signal ECG enregistré en brillation auriculaire : évolutions

des intervalles R-R et R-T (à une constante près) estimés par la méthode de Woody améliorée par bloc de 10 réalisations, et recalés par la technique de la position du maximum/2. . . 137 9.11 Exemple sur un signal ECG enregistré à l'exercice : tendance et variabilité

de l'évolution des intervalles R-R. . . 138 9.12 Exemple sur un signal ECG enregistré à l'exercice : tendance et variabilité

de l'évolution des intervalles R-T. . . 139 9.13 Exemple sur un signal ECG enregistré à l'exercice : relation entre la

varia-bilité des intervalles R-T en fonction de la variavaria-bilité des intervalles R-R décalés d'un battement. Le coecient de la phase de repos égale 0, 567 et celui de la phase d'exercice, 0, 500 (p-value<0,001). . . . 139 9.14 Exemple sur un signal ECG enregistré en brillation auriculaire : corrélation

entre les intervalles R-T et les intervalles R-R décalés ou non d'un battement. L'intervalle R-T courant dépendant de l'intervalle R-R précédent, la corré-lation entre les intervalles R-T et les intervalles R-R décalés d'un battement est plus importante que sans décalage. . . 140 9.15 Exemple sur un signal ECG enregistré en brillation auriculaire : corrélation

entre la variabilité des intervalles T et la variabilité des intervalles R-R décalés ou non d'un battement. La corrélation entre la variabilité des intervalles R-T et la variabilité des intervalles R-R décalés d'un battement est plus importante que sans décalage. . . 141 9.16 Exemple sur un signal ECG enregistré en brillation auriculaire : corrélation

entre la tendance des intervalles R-T et la tendance des intervalles R-R décalés ou non d'un battement. Que les intervalles R-R soient décalés ou non d'un battement, les corrélations entre la tendance des intervalles R-T et la tendance des intervalles R-R sont assez proches. . . 142 9.17 Exemple sur un signal ECG enregistré en brillation auriculaire : corrélation

entre la tendance des intervalles R-T et la tendance des intervalles R-R décalés du décalage estimé, soit 9 réalisations. Le décalage est donné par le maximum de la corrélation entre les tendances des intervalles R-T et la tendance des intervalles R-R décalés. . . 143 9.18 Exemple sur un signal ECG enregistré en brillation auriculaire : tendances

des intervalles R-T des intervalles R-R. On observe le décalage de 9 réali-sations sur la diérence de position des maxima et minima de chacune des tendances. . . 143 9.19 Courbe de restitution électrique au niveau de l'ECG : analogie entre la

rela-tion entre les intervalles APD et DI au niveau cellulaire, et la relarela-tion entre les intervalles R-T et T-R au niveau de l'ECG. . . 145 9.20 Dénition des intervalles R-R, R-T et T-R de deux battements cardiaques

9.21 Exemple de modélisation de la réponse des intervalles Q-T aux intervalles R-R sur un signal ECG au repos. Erreur quadratique moyenne = 2, 27. . . . 149 9.22 Exemple de modélisation de la réponse des intervalles Q-T aux intervalles

R-R sur un signal ECG en brillation auriculaire. Erreur quadratique moyenne = 7, 24.150 9.23 Exemple de modélisation de la réponse des intervalles Q-T aux intervalles

R-R sur un signal ECG enregistré en respiration contrôlée. Erreur quadratique moyenne = 3, 99. . . 150 9.24 Exemple de modélisation de la réponse des intervalles Q-T aux intervalles

R-R sur un signal ECG à l'exercice. On voit que le modèle des intervalles Q-T a du mal à suivre les observations lorsque la chute des intervalles R-R est trop grande au début de l'exercice. Erreur quadratique moyenne = 13, 86. 151 9.25 Exemple de modélisation de la réponse des intervalles Q-T aux intervalles

R-R sur un signal ECG à l'exercice. Modélisation par segments : au repos puis à l'exercice. Erreur quadratique moyenne = 6, 47. . . 151

Remerciements

Ce mémoire concrétise trois années de travail eectuées au sein de la thématique Bio-Med de l'équipe Signal du Laboratoire I3S de l'Université de Nice-Sophia Antipolis. Je remercie son Directeur Luc Pronzato, Directeur de Recherche au CNRS, et Monsieur Jean-Marc Fédou, Professeur à l'Université de Nice-Sophia Antipolis, de m'avoir accueillie au sein du laboratoire.

Je voudrais tout d'abord remercier et témoigner ma très grande reconnaissance aux rapporteurs et aux membres du jury : Monsieur le Professeur Pablo Laguna, Monsieur le Professeur Guy Carrault, Monsieur le Professeur Hervé Rix, Monsieur le Docteur Stéphane Bermon et Monsieur Lionel Giorgis, pour m'avoir fait l'honneur d'évaluer mes travaux de recherche, et pour leurs remarques et conseils qui m'ont permis d'améliorer ce document et de m'ouvrir de nouvelles pistes de recherche.

Mes sincères remerciements vont ensuite à mon directeur de thèse Olivier Meste pour m'avoir soutenue et dirigée durant ces trois années, pour m'avoir fait bénécier de son ex-périence et de ses compétences avec beaucoup de gentillesse et de disponibilité. Un grand merci pour m'avoir proposé ce sujet de recherche passionnant. J'ai beaucoup appris à vos côtés et je vous adresse toute ma gratitude cher "Père Noël".

Je souhaite ensuite remercier Monsieur le Professeur Hervé Rix, et toutes les personnes travaillant ou ayant travaillé sur la thématique BioMed de l'équipe Signal, qui m'ont ac-cueillie chaleureusement, et qui m'ont donné les moyens techniques pour mener à bien cette aventure.

Un grand merci à Grégory Blain et au Docteur Stéphane Bermon pour leur apport autant sur les plans physiologique et médical, que sur le plan humain. En développant un protocole d'enregistrement des électrocardiogrammes à l'eort, ils ont rendu possible l'accomplissement de ce projet de thèse. Évidemment je tiens à remercier également toutes les personnes ayant pédalé sur ce cyclo-egomètre, parfois jusqu'à épuisement ;-) , sans qui cette étude n'aurait pas été possible.

Je remercie aussi tous les membres du laboratoire qui m'ont toujours ouvert la porte de leur bureau pour me conseiller ou m'aider (Sylvie Icart, Christian Barat, Tarek Hamel, Hervé Rix, Eric Thierry, Gilles Menez, Vicente Zarzoso, Sébastien Verel, Joao Rendas, . . . ) ainsi que toutes les personnes qui m'ont fait conance et qui m'ont permis de faire mes premiers pas dans l'enseignement (Thierry Pitarque, Sylvie Icart, Pierre Mathieu, Olivier Meste, Jean Demartini, Christian Peter, Gilles Jacquemod, Philippe Lorenzini, . . . ). Plus particulièrement, je remercie Sylvie qui a su me motiver et qui m'a apporté beaucoup de bonne humeur, de conseils et de soutien.

Un très grand remerciement à Viviane et Micheline qui sont toujours disponibles pour chacun, ainsi que toute l'équipe du satellite administratif.

Je tiens à remercier particulièrement Monsieur le Professeur Pablo Laguna et Raquel Bailón de m'accueillir en stage post-doctoral dans leur laboratoire à Saragosse en Espagne. Je tiens à remercier personnellement mes amis avec qui j'ai partagé de merveilleux mo-ments. Tout d'abord les pom-pom girls, "Donnez moi un A" : Ariane, "Donnez moi un L" : Laure, "Donnez moi 2 M" : Marie et Muriel. Viennent ensuite les Copains Bière-Foot, c'est à dire Les Marseillais : David (Tous mes v÷ux de bonheur avec ta Belle), Cédric ("miaou miaou") et Eric W. ("non je viens pas (pause de 5 secondes) c'est où ? à quelle heure ?") Allez l'ohèmmmmeuh ! ! ! N'oublions pas mes Z'amis : Chris ("On the road again & F∗ / ∗] USA !), Laure et son Ronald (Non pas Mc Donald c°, notre ami belge qui est bien dans le Sud, et on le comprend), Laurent G. (Non pas Garnier ! l'autre, le petit coq), sans oublier Nico & Jenny évidemment les valeureux qui reviennent quand même nous voir malgré les "roustes" à la contrée . . .

Je remercie ensuite très chaleureusement mes collègues et amis du laboratoire I3S, pas-sés ou présents, pour ces belles années à leurs côtés : Ana, Alban, Ariane, Asun, Balkine, Benoît, Cédric, Chris, David, Eric D, Eric W, Fred, Gaëlle, Laure, Laurent, Lionel, Marie-André, Marie, Mathias, Muriel, Paolo, Pietro (grazie mille Co-bureau), Ronald, Sandra, Sandrine, SebI, SebV, Soane, Stéphane, Sylvain, Thomas, Vincent, Vincenzo, . . . Que de bons souvenirs à vos côtés, et plus particulièrement avec l'équipe de l'ADSTIC, l'associa-tion des doctorants.

Je remercie mes amis, Nanette, Elina, Vinz, Milie, qui par leur amitié ont également contribué à l'aboutissement de ce travail.

J'adresse également mes plus sincères remerciements à tous ceux qui m'ont supportée et aidée d'une manière ou d'une autre en me soutenant pendant ma rédaction de thèse, notam-ment Nico & Jenny, Solange, Michel, Jean, Simone, Benja, Manue, Marion, Nete, Johanne, Stan, Marizette, Chris, Sandrine, bien évidemment Fred et tout ceux que j'ai oublié. . . Leurs présences m'ont beaucoup aidée à m'aérer durant cette période, et l'ont rendue beaucoup plus facile et très agréable.

Bien évidemment, je ne pourrais terminer sans remercier mes parents, ainsi que mes "grandes" s÷urs, mon parrain et ma marraine, et tous les membres de ma famille qui m'ont toujours soutenue et grâce à qui j'ai pu arriver au bout de cette aventure avec sérénité. Un petit clin d'÷il à Cécilette alias Clémentine, ma "grande grande" s÷ur qui m'a montrée la voie du Doctorat et de la recherche il y a 15 ans (à quelques jours près).

Finalement, je voudrais remercier la personne la plus importante durant ma thèse et au-jourd'hui, Bulle (D'oh !). Un immense merci à "mon partenaire si particulier" pour m'avoir portée et supportée tout au long de ces deux dernières années de thèse. Tu as été à mes côtés à chaque moment, et tu as fait preuve de tant de patience, de compréhension, et de conance.

Glossaire

APD Action Potential Duration / Durée du potentiel d'action AV Atrio-Ventriculaire ou Auriculo-Ventriculaire

BCL Basic Cycle length / Longueur d'un cycle de base

bpm Battements par minute

CRLB Cramér-Rao Lower Bound / Borne de Cramér-Rao

DI Diastolic Interval / Intervalle Diastolique

DP Diérence de Potentiel

DTA Diérence de Temps d'Arrivée

DWT Discrete Wavelet Transform / Transformée en ondelette discrete

ECG Électrocardiogramme

EEG Électroencéphalogramme

EMG Électromyographie

ERP Event-Related Potential / Potentiel évoqué, lié à l'événement

FA Fibrillation Auriculaire

GCC Generalized Cross Correlation / Intercorrélation généralisée

intervalle P-P Intervalle de temps qui sépare les deux pics successifs des ondes P de l'ECG

intervalle P-R Intervalle de temps qui sépare l'onde P de l'onde R suivante de l'ECG intervalle R-R Intervalle de temps qui sépare les deux pics successifs des ondes R de

l'ECG

LS Least Squares / Moindres Carrés

LSI Least Squares with linear-Inequality constraints / Moindres Carrés sous contraintes d'inégalités linéaires

MAVR Modulation Auriculo-Ventriculaire Respiratoire

MV Maximum de Vraisemblance

PA Potentiel d'Action

PRA Période Réfractaire Absolue

PRR Période Réfractaire Relative

PRe intervalle P-R en eort

PRr intervalle P-R en relâche

TDE Time Delay Estimation / Estimation de temps de retard

RSB Rapport Signal sur Bruit

SN Système Nerveux

SNA Système Nerveux Autonome

SNC Système Nerveux Central

SNP Système Nerveux Périphérique

SNS Système Nerveux Somatique

Introduction générale

Introduction Générale

Dans le monde occidental, la première cause de mortalité provient des maladies car-diovasculaires. Même si les connaissances acquises en cardiologie sont grandes, le c÷ur n'a pas encore dévoilé tous ses secrets. Pourtant les médecins disposent de nombreux moyens pour l'étudier et vérier son bon fonctionnement. Notamment, ils utilisent l'électrocar-diogramme, qui est une représentation graphique temporelle des diérences de potentiels des forces électriques qui conduisent à la contraction musculaire cardiaque. L'électrocar-diogramme contient énormément d'informations sur le fonctionnement et les éventuelles pathologies du c÷ur. Grâce à leur expérience, les médecins relèvent des pathologies éven-tuelles. Toutefois, les enregistrements des électrocardiogrammes sont bien souvent bruités et parfois peu exploitables ; c'est alors qu'intervient le domaine du traitement du signal. Grâce aux diérents outils que ce domaine nous propose, il est par exemple possible de débruiter et d'analyser les électrocardiogrammes de façon automatique. L'importation des méthodes de traitement du signal appliquées au domaine du médical, et en particulier au cardiaque, fournissent alors une aide au diagnostic. On peut ajouter à cela un aspect non-clinique qu'est la modélisation du fonctionnement cardiaque dans un cas non pathologique. En eet, la mise au point d'appareillages implantables, tels que les pacemakers, nécessite une connaissance ne du fonctionnement cardiaque an de restituer de façon la plus dèle son cycle naturel.

Le système cardiovasculaire est constitué du c÷ur et du système vasculaire, sa fonction principale étant d'assurer un ux de sang continu et sous pression susante aux organes et aux tissus an de satisfaire aux besoins énergétiques et au renouvellement cellulaire quelles que soient les conditions ambiantes et l'activité de l'individu. Le c÷ur est l'organe central du système cardiovasculaire, il peut être aecté de nombreuses pathologies plus ou moins graves, telles qu'une tachycardie (accélération du rythme cardiaque), ou un infarctus du myocarde (mort de cellules d'une partie du muscle cardiaque). Ces pathologies sont reé-tées par des troubles de l'activité électrique du c÷ur. Ces signaux électriques résultent des variations de concentrations ioniques intra- et extra-cellulaires et entraînent la contraction des deux oreillettes et des deux ventricules constituant le c÷ur.

An de diagnostiquer et de traiter les maladies cardiovasculaires, deux types de dures pour explorer l'activité électrique cardiaque sont généralement utilisées : les procé-dures invasives et les procéprocé-dures non-invasives. Les premières nécessitent une intervention chirurgicale, et consistent à aller placer directement à l'intérieur du muscle cardiaque des électrodes pour enregistrer l'activité électrique. On parle alors d'enregistrement endocavi-taire. Cette technique d'enregistrement permet de détecter plus précisément des lésions du tissu cardiaque au niveau des oreillettes ou des ventricules. Les techniques non-invasives sont plus courantes car elles sont moins contraignantes pour le patient, et consistent à recueillir les diérences de potentiels crées par les forces électriques présentes dans le c÷ur

au moyen d'électrodes directement posées sur la peau (de façon standard au dessus des poignets et des chevilles, voire sur le thorax ou dans le dos dans certains cas). L'électrocar-diogramme (ECG) est l'examen non-invasif le plus courant, et il possède une grande valeur clinique pour le diagnostic des troubles de la conduction électrique cardiaque en étudiant le rythme cardiaque et la morphologie des diérentes ondes constituant le cycle cardiaque. Un cycle cardiaque enregistré par l'ECG est composé de 5 ondes caractéristiques d'événements cardiaques : l'onde P reète la dépolarisation des oreillettes induisant leurs contractions simultanées, le complexe formé par les ondes Q, R et S est caractéristique de la dépolarisa-tion des ventricules, et l'onde T exprime le phénomène de repolarisadépolarisa-tion des ventricules. La repolarisation des cellules correspond à une phase de relâchement qui permet le remplis-sage sanguin des cavités ventriculaires. Les intervalles de temps entre ces diérentes ondes de l'ECG fournissent d'importants indicateurs pour le diagnostic des maladies cardiaques car ils reètent des processus physiologiques du c÷ur et du système nerveux autonome. Parmi les principaux étudiés, l'intervalle R-R indique la période cardiaque, c'est à dire le temps entre deux battements successifs. En l'inversant, on obtient alors la fréquence car-diaque communément exprimée en battements par minute. L'intervalle Q-T est le reet de toute l'activité ventriculaire, c'est à dire des phases de dépolarisation et de repolarisa-tion. L'intervalle P-R représente le temps que met le signal électrique pour traverser les oreillettes et atteindre les ventricules : c'est le temps de conduction auriculo-ventriculaire. L'analyse de ces diérents intervalles passe souvent par l'étude de leurs variabilités. La variabilité des intervalles R-R donne des indications de l'inuence nerveuse sur le c÷ur par exemple. Le prolongement des intervalles Q-T peut être l'indicateur d'un risque d'aryth-mie ventriculaire. L'interprétation des signaux électrocardiographiques reste du domaine du praticien mais grâce aux techniques du traitement du signal et aux mathématiques, il est possible d'aborder l'analyse voire la modélisation des signaux électrocardiographiques en tenant compte de la physiologie du myocarde. En eet, le développement de modèles mathématiques permet de décrire les processus électrophysiologiques du c÷ur, an de com-prendre leur genèse et leur propagation. Ceci permet de mieux expliquer l'origine de certains troubles du rythme, mais les études de ce domaine restent un grand dé du fait de la grande complexité des phénomènes concernés et de leurs interactions.

Dans le domaine du traitement de signaux ECG, un des axes importants de recherche est l'estimation des intervalles cardiaques. Ce problème d'estimation peut être abordé de manières diérentes : soit on détecte les points caractéristiques des ondes de l'ECG (leurs sommets, débuts, et ns) par des méthodes de segmentation puis on calcule la diérence de temps entre ces points pour obtenir l'intervalle, soit on aborde ceci comme un pro-blème d'estimation de temps de retard. En eet, la variation d'un intervalle, par exemple l'intervalle P-R, entre deux battements consécutifs peut être considérée comme un retard subi par la seconde onde P comparée à la première, vis à vis de leurs ondes R respectives. Parmi les méthodes usuelles de segmentation ou d'estimation de temps de retard, citons notamment :

• les méthodes de type ltrage-seuillage [39, 51, 72, 77, 91, 94, 132, 158], basées sur du ltrage numérique dérivatif ;

• _{les méthodes basées sur la transformée en ondelettes [42, 103, 115, 148, 154], utilisées}

pour détecter des singularités dans le signal ;

• les méthodes basées sur un indicateur lié à la surface couverte par l'onde [113, 183, 184] ;

• les méthodes basées sur l'intercorrélation [4, 28, 80, 118, 133], ou sur l'intercorrélation généralisée [21, 35, 87] ;

Introduction générale 5

• les méthodes basées sur l'estimation de temps de retard en calculant l'intégrale nor-malisée [81, 78, 92, 93] ;

• _{les méthodes basées sur l'estimateur du maximum de vraisemblance [49, 79, 124, 136,}

163, 170, 179, 181].

Ces méthodes ont été appliquées avec succès dans leur contexte respectif. Cependant, il s'avère dicile de concevoir une méthode universelle qui puisse être appliquée de manière ecace dans tous les cas, c'est à dire quel que soit le patient, quel que soit le type d'enre-gistrement de l'ECG, et quel que soit le bruit d'observation. Ainsi par exemple, malgré des avancées en terme d'extraction des intervalles Q-T, les méthodes robustes d'estimation des intervalles P-R, notamment sur les ECG enregistrés à l'exercice, sont inexistantes. Dans le but de développer une méthode pour l'estimation des intervalles P-R à l'exercice, nous nous sommes penchés sur le dernier type de méthode présenté : les méthodes d'estimation de temps de retard basées sur le maximum de vraisemblance.

L'objectif principal de la thèse est de développer des outils robustes d'estimation des intervalles. Plus précisément, nous souhaitons concevoir de nouvelles techniques de traite-ment du signal pour extraire des ECG les intervalles P-R qui sont très peu étudiés dans la littérature de part la diculté d'extraire les ondes P, et dans un second temps les intervalles Q-T.

Inspirés de la méthode itérative de Woody [179] basée sur une technique de corréla-tion de chaque observacorréla-tion avec une moyenne des signaux réalignés, nous proposons tout d'abord un perfectionnement de cette méthode. En eet, à partir du même modèle d'obser-vations, nous développons le critère de maximum de vraisemblance et nous obtenons une amélioration de la méthode de Woody au sens de l'optimalité. Par la suite, nous nommerons ce perfectionnement de la méthode de Woody, "méthode de Woody améliorée".

Le modèle d'observations de cette méthode est ensuite enrichi par une onde potentiellement parasite, additionnée au bruit, donnant lieu à une généralisation de la méthode de Woody. En prenant l'exemple de l'onde T qui se superpose à l'onde P du battement suivant lorsque la fréquence cardiaque est élevée comme à l'exercice, diérents modèles de cette onde pa-rasite sont proposés. Grâce à ces deux méthodes d'estimation, les objectifs d'estimer et d'analyser les intervalles cardiaques, et plus précisément les intervalles R-R, Q-T et P-R, sont atteints.

Finalement, les contributions apportées dans le domaine du traitement du signal sont les suivantes :

• la méthode de Woody améliorée, pour l'estimation de temps de retard sur un signal inconnu ;

• la méthode de Woody généralisée, pour l'estimation de temps de retard sur un signal inconnu auquel vient se superposer une onde parasite ;

• _{diérents modèles de l'onde parasite qui vient se chevaucher à l'onde d'intérêt ;} • _{une modélisation de la réponse de l'intervalle Q-T à un changement de la période}

cardiaque, inspirée du fonctionnement électrique cellulaire.

Cette généralisation de la méthode de Woody associée aux diérents modèles de l'onde T, nous permet d'estimer les intervalles P-R à l'exercice. Il est à souligner que cette ap-plication constitue une avancée considérable puisqu'il n'existe aucune étude antérieure s'y rapportant.

L'application de ces méthodes d'estimation de temps de retard aux enregistrements réels de diérents types d'ECG (repos, exercice, brillation auriculaire,. . . ), nous a ré-vélé de nouveaux résultats à propos de l'évolution des diérents intervalles cardiaques et nous a conduit par conséquent vers de nouvelles pistes électrophysiologiques en terme de compréhension du fonctionnement du c÷ur, par exemple :

• _{il existe un phénomène d'hystérésis dans la relation "intervalles P-R fonction des}

intervalles R-R" à l'exercice ;

• il est possible de caractériser les sujets en fonction de leur niveau d'entraînement, en étudiant la pente de l'évolution des intervalles P-R au début de la phase de récupé-ration.

Ces travaux de thèse sont présentés en trois parties principales. Nous ferons une pré-sentation au préalable de l'électrophysiologie cardiaque, où seront présentés les concepts de base concernant le système cardiovasculaire, l'électrocardiographie et quelques notions de physiologie sur lesquelles s'appuieront les hypothèses que nous ferons par la suite.

La seconde partie est dédiée aux méthodes d'estimation des intervalles cardiaques. Après avoir présenté quelques méthodes usuelles de segmentation et d'estimation de temps de retard, nous nous concentrerons sur la méthode d'estimation de Woody [179]. Fina-lement, nos contributions dans ce domaine seront exposées : un perfectionnement de la méthode de Woody qui conduit à une amélioration au sens de l'optimalité, et une généra-lisation de la méthode de Woody dans le cas où une onde parasite vient s'ajouter au signal d'intérêt, ainsi que plusieurs modèles de l'onde parasite. Pour chacun des cas, ces méthodes seront testées et validées à l'aide d'expérimentations sur des signaux simulés.

Dans la dernière partie, les méthodes proposées ci-dessus seront appliquées pour l'ana-lyse des intervalles cardiaques de signaux ECG réels. Après avoir rapidement exposé les diérents types de bruits présents dans les enregistrements réels d'ECG, nous présenterons les méthodes de ltrage, les pré-traitements, que nous appliquerons avant chaque méthode sur les signaux ECG pour les débruiter et les segmenter autour des ondes d'intérêt. On s'intéressera ensuite à l'estimation et l'analyse des intervalles P-R à l'exercice et en récupé-ration. L'étude des intervalles P-R nous conduira alors à de nombreux résultats, comme par l'exemple, à l'existence d'un phénomène d'hystérésis dans la relation entre les intervalles P-R et la période cardiaque à l'exercice, ou à la possibilité de caractériser les athlètes en fonction de la pente des intervalles P-R au début de la récupération après un eort. Nous proposerons quelques hypothèses électrophysiologiques pour tenter d'expliquer ces phéno-mènes. Enn, l'analyse des intervalles Q-T sera eectuée pour diérents enregistrements (au repos, en brillation auriculaire, à l'exercice, etc). Une modélisation de la réponse du Q-T aux changements de la fréquence cardiaque sera proposée. Pour cela, on s'inspirera du fonctionnement cellulaire, et plus précisément de la courbe de restitution électrique cellulaire liant la durée du potentiel d'action à l'intervalle diastolique.

Pour conclure, nous résumerons les principales contributions présentées dans ce mé-moire, et proposerons quelques perspectives pour de futurs travaux.

Première partie

Introduction à l'électrophysiologie

cardiaque

Introduction 9

Introduction

Le système cardiovasculaire est constitué du c÷ur et du système vasculaire dont les fonctionnalités sont schématisées sur la gure 1. Sa fonction principale est d'assurer la circulation du sang dans l'organisme an de satisfaire aux besoins énergétiques et au re-nouvellement cellulaire, quelles que soient les conditions ambiantes et l'activité de l'individu [157]. Pour ce faire, l'activité cardiaque et la pression sanguine doivent être soumises à une régulation permanente, ce qui dénit la notion d'homéostasie. En eet, l'homéostasie se dénit comme "la capacité de l'organisme de maintenir un état de stabilité relative des diérentes composantes de son milieu interne et ce, malgré les variations constantes de l'environnement externe".

Le fonctionnement du c÷ur se base sur l'enchaînement temporel d'événements méca-niques et électriques complexes régulés de manière dynamique. L'activité cardiaque est cyclique ; la séquence de tous ces événements qui la composent dure une seconde environ au repos. Elle se répète durant toute la vie, assurant une circulation sanguine et une oxy-génation incessantes. Ainsi, un c÷ur moyen pompe environ 6 litres de sang par minute, soit près de 220 millions de litres de sang en 70 ans de vie.

Cette première partie de la thèse présente des notions générales d'anatomie et d'électro-physiologie. Elle décrit le fonctionnement du c÷ur et du système vasculaire, ses principales fonctions et ses composantes principales. Les caractéristiques du cycle cardiaque ainsi que le processus de propagation cardiaque seront ensuite exposés. L'accent sera mis ensuite sur l'électrocardiogramme (ECG) : sa genèse, les diérents types d'enregistrements, et ses composantes qui seront étudiées dans les parties suivantes. Enn, nous présenterons briè-vement quelques notions de physiologie qui nous seront utiles pour la compréhension des résultats de l'analyse des intervalles cardiaques.

Système cardiovasculaire

Coeur Système vasculaire

Sang Vaisseaux sanguins Quantité viscosité Vasomotricité Fréquence et force de contraction Pression artérielle Maintien de l’homéostasie

Chapitre 1

Bases cardiologiques

1.1 Anatomie du c÷ur humain

Le c÷ur est un organe creux et musculaire comparable à une pompe, qui assure la circulation du sang dans les veines et les artères. Dans le corps humain, le c÷ur se situe un peu à gauche du centre du thorax, en arrière du sternum. Il est l'élément central du système cardiovasculaire. Il est connecté au reste de l'organisme par le biais de vaisseaux associés : les deux veines caves (inférieure et supérieure), les artères pulmonaires, et l'artère aorte, comme l'illustre la gure 1.1.

Veine cave inférieure Oreillette droite Valvule pulmonaire Valvule tricuspide Cordages Ventricule droit Piliers Veine cave supérieure Crosse aortique Tronc pulmonaire Oreillette gauche Valve aortique Valve mitrale Cordages Ventricule gauche Piliers Apex Aorte

Figure 1.1  Schéma fonctionnel du c÷ur.

Le c÷ur d'un adulte pèse de 300 à 350 grammes. Il se décompose en quatre chambres : les oreillettes (ou atria) en haut, et les ventricules en bas. Une cloison musculaire épaisse, le septum, divise le c÷ur en deux morceaux. Chaque côté, droit et gauche, est composé de deux cavités : l'oreillette et le ventricule, reliés entre eux par une valve qui assure, à l'état normal, un passage unidirectionnel du sang. Pour la cavité de droite, cette valve d'admission est la valve tricuspide ; pour la cavité de gauche c'est la valve mitrale. Il existe

aussi des valves d'échappement qui assurent la communication entre le ventricule droit et l'artère pulmonaire (valve pulmonaire), ainsi qu'entre le ventricule gauche et l'artère aorte (valve aortique). A l'état normal, ces valves d'admission et d'échappement empêchent le sang de reuer et ne peuvent être ouvertes en même temps.

Le c÷ur est donc séparé en deux moitiés indépendantes (droite et gauche), chacune composée d'une oreillette et d'un ventricule. Sa partie droite contient du sang pauvre en oxygène et assure la circulation pulmonaire ; sa partie gauche renferme du sang riche en oxygène, et le propulse vers le reste du corps, hormis les poumons.

Les parois du c÷ur sont constituées par un tissu musculaire, appelé le myocarde, qui est composé de cellules musculaires cardiaques spécialisées, les cardiomyocytes, qui ne ressemblent à aucun autre tissu musculaire du corps. En particulier, ces cellules sont in-tétanisables, ce qui signie qu'elles sont incapables de contraction prolongée. De plus ces cellules sont excitables, automatiques et indépendantes, conductrices et contractiles [66]. Les tissus annexes du myocarde sont l'endocarde, qui le tapisse à l'intérieur, et le péricarde, qui l'entoure à l'extérieur.

Les ventricules ont pour fonction de pomper le sang vers le corps ou vers les poumons. Leurs parois sont alors plus épaisses que celles des oreillettes, et la contraction des ventri-cules est plus importante pour la distribution du sang. Le ventricule gauche est bien plus massif que le droit parce qu'il doit exercer une force considérable pour forcer le sang à travers tout le corps contre la pression corporelle, tandis que le ventricule droit ne dessert que les poumons (voir gure 1.2).

Veine cave Artères pulmonaires Poumons Organes du corps Artère aorte Capillaires Veines pulmonaires

Figure 1.2  Schéma du circuit sanguin. La couleur bleue indique que le sang est pauvre en oxygène tandis que la couleur rouge correspond au sang chargé en oxygène.

1.2. Le réseau vasculaire 13

1.2 Le réseau vasculaire

Le circuit sanguin est présenté schématiquement par la gure 1.2. Du sang dépourvu d'oxygène par son passage dans le corps entre dans l'oreillette droite par deux veines caves, supérieure et inférieure. Il traverse ensuite le ventricule droit d'où il est éjecté dans l'artère pulmonaire vers les poumons. Ce cycle correspond à la circulation dite pulmonaire, ou la petite circulation.

Après avoir perdu son dioxyde de carbone et être ré-oxygéné dans les poumons, le sang passe par les veines pulmonaires vers l'oreillette gauche. De là, le sang oxygéné entre dans le ventricule gauche. Celui-ci est la chambre pompante principale, ayant pour but d'expulser le sang oxygéné par l'aorte vers toutes les parties du corps, sauf les poumons. On parle alors de circulation dite systémique ou générale.

Le sang provenant du c÷ur est conduit aux diérents organes par les artères et leurs em-branchements. A chaque niveau du système circulatoire, les artères jouent un rôle quelque peu diérent. Leur rôle respectif se traduit par l'épaisseur relative de leur paroi et leur com-position histologique. Les diérents organes et parties de l'organisme n'éprouvent pas tous les mêmes besoins en sang. Par exemple, une petite glande comme la thyroïde ne demande pas le même volume sanguin qu'une glande aussi considérable que le foie. De plus, le besoin de chacun d'eux varie selon son niveau d'activité. Il va de soi que les muscles des jambes nécessitent un apport sanguin beaucoup plus considérable durant la course que pendant le sommeil. Une façon d'ajuster l'apport sanguin aux besoins individuels et ponctuels des organes est de modier le calibre des artères qui distribuent le sang à ces organes et, de ce fait, régler la quantité de sang qui les atteint. Le système vasculaire est alors composé d'artères, d'artérioles, de capillaires, de veinules et de veines :

• _{Les artères : les ventricules livrent le sang aux grandes artères sous forte pression}

(pression systolique). Pour accommoder une telle pression, la paroi de ces artères doit pouvoir être étirée ; elles sont alors dotées de propriétés élastiques. Les artères les plus importantes sont : l'artère pulmonaire, qui conduit le sang du ventricule droit vers les poumons, l'artère aorte et les grosses artères qui conduisent le sang vers la périphérie.

• _{Les petites artères ou artérioles : une fois le sang artériel distribué aux organes}

par les artères musculaires, les artérioles en réduisent la pression pour le livrer à des vaisseaux à mince paroi sans briser celle-ci, les capillaires.

• Les capillaires : sites des échanges des gaz respiratoires, substances nutritives et dé-chets métaboliques entre le sang qu'ils renferment et le compartiment extra-sanguin du tissu qu'ils parcourent, les capillaires réduisent l'épaisseur de leur paroi au strict minimum.

• _{Les veinules : elles font suites aux capillaires et sont chargées du retour du ux}

sanguin en direction du c÷ur.

• _{Les veines : elles ferment le circuit sanguin et ont pour fonction de ramener le sang}

(a) Systole auriculaire. (b) Systole ventriculaire.

Figure 1.3  Principes des systoles auriculaire et ventriculaire.

1.3 Le battement cardiaque

Chaque battement du c÷ur entraîne une séquence d'événements mécaniques et élec-triques collectivement appelés la révolution cardiaque. Celle-ci consiste en trois étapes majeures : la systole auriculaire, la systole ventriculaire et la diastole.

Dans la systole auriculaire présentée par la gure 1.3-(a), les oreillettes se contractent et projettent le sang vers les ventricules. Une fois le sang expulsé des oreillettes, les val-vules auriculo-ventriculaires entre les oreillettes et les ventricules se ferment. Ceci évite un reux du sang vers les oreillettes. La fermeture de ces valvules produit le son familier du battement du c÷ur.

La systole ventriculaire, illustrée par la gure 1.3-(b), implique la contraction des ven-tricules expulsant le sang vers le système circulatoire. Une fois le sang expulsé, les deux valvules sigmoïdes - la valvule pulmonaire à droite et la valvule aortique à gauche - se ferment.

Enn, la diastole est la relaxation de toutes les parties du c÷ur, permettant le remplis-sage passif des ventricules et l'arrivée de nouveau sang.

Les phases de contractions harmonieuses des oreillettes et des ventricules sont comman-dées par la propagation d'une impulsion électrique. Lorsque la fréquence cardiaque change, la diastole est raccourcie ou rallongée tandis que la durée de la systole reste relativement stable.

1.4 La genèse du signal électrique cardiaque

Comme tous les muscles du corps, la contraction du myocarde est provoquée par la pro-pagation d'une impulsion électrique le long des bres musculaires cardiaques induite par la dépolarisation des cellules musculaires. En eet, le c÷ur comporte un réseau intrinsèque de cellules conductrices qui produisent et propagent des impulsions électriques, ainsi que des cellules qui répondent à ces impulsions par une contraction (voir gure 1.4). Lors d'une activité cardiaque normale, la stimulation électrique du myocarde naît du n÷ud sinusal

1.4. La genèse du signal électrique cardiaque 15 (ou n÷ud de Keith & Flack), pacemaker naturel du c÷ur. Après avoir traversé l'oreillette, cette stimulation électrique transite par le n÷ud auriculo-ventriculaire (ou n÷ud d'Ascho-Tawara) avant de rejoindre les ventricules via le réseau de distribution nodal c'est à dire, le faisceau de His, les branches de Tawara et le réseau terminal de Purkinje (voir gure 1.4). Pendant la période d'activité (liée à la systole) et de repos (liée à la diastole), les cellules cardiaques sont le siège de phénomènes complexes électriques membranaires et intracellu-laires, qui sont à l'origine de la contraction.

Chaque cellule cardiaque est le siège d'échanges membranaires dans lesquels sont impli-qués diérents ions : le sodium Na+_{, le potassium K}+_{, le calcium Ca}2+ _{et le chlorure} Cl−_{. Les variations de potentiels observées au cours d'un cycle cardiaque correspondent à}

des modications de la perméabilité membranaire liées aux échanges ioniques. Au repos, l'intérieur de la membrane cellulaire est chargé négativement par rapport à l'extérieur, pris comme référence. Cette diérence de potentiel (potentiel de repos cellulaire) dépend des concentrations ioniques dans les milieux intra- et extracellulaire ; pour les cellules ventri-culaires, sa valeur est voisine de −90 mV. Quand une impulsion électrique d'amplitude susante agit sur une cellule excitable, l'intérieur de la cellule devient rapidement positif par rapport à l'extérieur à cause des échanges ioniques décrits par la suite. Ce processus est la dépolarisation cellulaire et est suivi par le processus de repolarisation cellulaire, c'est à dire lorsque la cellule revient à son état de repos.

Figure 1.4  Schéma du c÷ur et de son réseau de conduction électrique.

1.4.1 Le potentiel d'action des cellules du myocarde

Les cellules du myocarde présentent une diérence de potentiel (DP) électrique de part et d'autre de leurs membranes due aux diérences de concentrations en ions sodium Na+_,

potassium K+_{, calcium Ca}2+ _{et chlorure Cl}−_.

Au repos, cette diérence de concentrations détermine la diérence de potentiel intra-(négatif) et extra-cellulaire (positif) qui est de l'ordre de -90 mV.

La contraction du myocarde est précédée d'une inversion de DP : ce phénomène consti-tue un potentiel d'action (PA). Ces phénomènes électriques s'accompagnent d'une inexcita-bilité électrique durant la période réfractaire tout d'abord totale, puis relative du myocarde.

Lors de la contraction du myocarde, des échanges ioniques se déroulent et dénissent ainsi le potentiel d'action, présenté sur la gure 1.5, qui comprend 5 phases successives :

• _{La phase 0 ou dépolarisation rapide : après une excitation électrique au-dessus}

du seuil d'activation de la cellule, un aux rapide d'ions Na+ _{rentre dans la cellule}

et inverse rapidement la polarité de la cellule.

• La phase 1 ou début de repolarisation : elle est caractérisée par une repola-risation rapide et de courte durée, due à l'inactivation des canaux Na+ _{et au ux}

sortant d'ions de potassium K+_.

• La phase 2 ou plateau : elle correspond à la phase de repolarisation lente. Elle est due à l'entrée lente des ions Ca2+ _{dans la cellule qui atténue l'inuence des canaux} K+ _{continuant à sortir, ralentissant ainsi la phase de repolarisation.}

• La phase 3 ou repolarisation : elle correspond à la phase de repolarisation nale, et se caractérise par la fermeture de canaux ioniques spéciques qui ramène la cellule au potentiel de repos originel. Durant cette phase, les ions K+_{sont toujours sortants}

tandis que le potentiel de la cellule tend vers son seuil de repos.

• La phase 4 : elle correspond au potentiel de repos, où la cellule est plus facilement excitable.

A noter qu'il existe une période durant laquelle toute stimulation externe serait inca-pable de générer un nouveau PA : la période réfractaire absolue (PRA). Cet intervalle de temps se situe entre le début du PA et la moitié de la phase 3 environ (aux alentours de

−50 _{mV), pendant lequel la cellule est inexcitable. Cette période est suivie par la période}

réfractaire relative (PRR) pendant laquelle un début de réponse commence progressive-ment à apparaître avec des intensités de stimulation très élevées, mais qui se rapprochent peu à peu de la valeur normale. Ces périodes réfractaires sont dues aux états d'inactiva-tion par lesquels passent les canaux sodiques et calciques avant de retrouver leur état de disponibilité initial.

1.4.2 Propagation de l'inux électrique

La stimulation électrique d'une cellule musculaire détermine l'apparition d'une activité électrique et mécanique. Sous l'eet de la stimulation, la surface cellulaire se dépolarise rapidement, ce qui donne lieu à un courant électrique, qui entraîne la contraction. Puis la phase de repolarisation survient, plus lente, ramenant la cellule dans son état électrique initial.

La propagation de l'activité électrique au sein du c÷ur est assuré par le réseau de conduction électrique présenté schématiquement sur la gure 1.6. C'est au sein du n÷ud sinusal, situé dans la partie haute de la paroi intérieure de l'oreillette droite, que l'activité électrique prend naturellement naissance. Structure de 1 centimètre de diamètre à la jonc-tion de la veine cave supérieure et de l'oreillette droite, le n÷ud sinusal est le stimulateur cardiaque, le "pacemaker" physiologique. Il émet 60 à 100 stimuli par minute en fonctionne-ment normal, et il est inuencé par les systèmes nerveux sympathique et parasympathique, dénis par la suite.

1.4. La genèse du signal électrique cardiaque 17

0

30

-70

-90

millivolts

0

1

2

4

Cellule myocardique

3

Na

Na

K

K

Cl

Ca

Milieu extracellulaire

Figure 1.5  Les cinq phases du potentiel d'action d'une cellule du muscle myocardique et échanges ioniques au niveau cellulaire correspondants : respectivement, la phase 0 cor-respond à la dépolarisation de la cellule, la phase 1 au début de la repolarisation, la phase 2 à la repolarisation lente, la phase 3 à la repolarisation rapide, et la phase 4 au repos.

Noeud auriculo-ventriculaire Noeud sinusal Branche droite de Tawara Branche gauche de Tawara Faisceau de His Réseau de Purkinje Figure 1.6  Parcours du signal électrique cardiaque.

La propagation de l'inux électrique s'étend à partir de ce point aux deux oreillettes et au n÷ud auriculo-ventriculaire (AV). Situé en bas de l'oreillette droite, cette structure nodale de 5 millimètres de diamètre a un double rôle :

• celui de ralentisseur du passage AV de l'onde de dépolarisation, grâce aux bres alpha à conduction lente ;

• la fonction de relais de l'onde de dépolarisation vers les ventricules via le réseau de His-Purkinje.

Le n÷ud auriculo-ventriculaire est également sous l'inuence des systèmes sympathique et parasympathique.

Ensuite, l'inux électrique est transmis au faisceau de His et à ses deux branches de Tawara. Le faisceau de His est situé dans la partie haute du septum interventriculaire et ses bres traversent le tissu connectif, mais non excitable, qui sépare électriquement les oreillettes et les ventricules. Enn, l'inux électrique aboutit au réseau de Purkinje qui le conduit aux parois ventriculaires. Les bres de Purkinje sont des bres musculaires spécialisées permettant une bonne conduction électrique, ce qui assure la contraction simultanée des parois ventriculaires. Ce système électrique explique la régularité du rythme cardiaque et assure la coordination des contractions auriculo-ventriculaires.

Le faisceau de His, les branches droite et gauche de Tawara, et le réseau de Purkinje constituent le véritable distributeur de l'inux électrique, qui a pris naissance dans le n÷ud sinusal, aux ventricules. Cet ensemble est sous l'inuence du seul système sympathique.

Il est à noter que le n÷ud AV et le faisceau de His forment la seule voie de propagation de l'inux électrique entre les oreillettes et les ventricules [157]. Aussi, la forme du potentiel d'action varie selon le tissu considéré [5, 54], comme nous pouvons le voir sur le schéma présenté gure 1.7.

1.5. Le rythme cardiaque dirigé par le Système Nerveux Autonome 19

Figure 1.7  Propagation du potentiel d'action dans le c÷ur (extrait de [111]).

1.5 Le rythme cardiaque dirigé par le Système Nerveux

Au-tonome

Le muscle cardiaque est unique du fait qu'il est capable de maintenir son propre rythme. Ainsi, de lui seul il battrait à environ 100 pulsations à la minute. Cependant, la fréquence cardiaque peut être très rapidement modiée par l'activité des nerfs qui innervent le c÷ur et les substances chimiques en circulation. Aussi, le Système Nerveux Autonome (SNA) contrôle, entre autres, la fréquence de décharge du pacemaker sinusal, la force avec laquelle les bres musculaires des ventricules se contractent à chaque décharge, et la résistance opposée par les vaisseaux à l'apport en sang à chaque pompage.

1.5.1 Le Système Nerveux

Le Système nerveux (SN) comprend plusieurs milliards de cellules nerveuses appelées neurones. Ces cellules communiquent entre elles par l'intermédiaire de synapses permettant le passage de l'inux nerveux. La transmission se fait grâce à des neurotransmetteurs (adré-naline, acétylcholine, noradré(adré-naline, etc.) ayant des capacités excitatrices ou inhibitrices. Le SN est divisé en deux sous-systèmes (voir gure 1.8) :

• _{le Système Nerveux Central (SNC), qui est constitué du cerveau et de la moëlle}

épinière. Il s'occupe de la transmission des impulsions sensorielles, ainsi que de la supervision et de la coordination de tout le SN.

• _{le Système Nerveux Périphérique (SNP), qui correspond à la partie du SN formée}

des ganglions et des nerfs, qui fait circuler l'information entre les organes et le SNC, et qui réalise les commandes motrices de ce dernier.

Le SNP comprend deux voies :

• la voie aérente, qui transmet les informations sensorielles des récepteurs périphé-riques vers la moëlle épinière et le cerveau (le SNC).

• _{la voie eérente, qui transmet les signaux moteurs du SNC vers la périphérie, et plus}

La voie eérente comprend deux subdivisions :

• le Système Nerveux Somatique (SNS), qui permet d'interagir avec le monde extérieur en participant à l'équilibre et la motricité.

• _{le Système Nerveux Autonome (SNA), qui permet de réguler diérentes fonctions de}

l'organisme (cardiovasculaire, pulmonaire, rénale digestive).

Système nerveux Système nerveux central Système nerveux périphérique Voie efférente Voie afférente Système nerveux autonome Système nerveux somatique Parasympathique Sympathique

Figure 1.8  Schéma du système nerveux et ses principaux sous-systèmes.

1.5.2 le Système Nerveux Autonome

Le SNA, ou système nerveux (neuro-)végétatif, est la partie du système nerveux res-ponsable des fonctions automatiques telles que la digestion, la sudation, etc. Le SNA est responsable de la régularisation des fonctions internes pour assurer le maintien de l'homéo-stasie. Le SNA a un rôle primordial dans la régulation de l'activité cardiaque à travers le contrôle de la fréquence cardiaque, de la force des battements et de la pression artérielle. Deux systèmes interviennent dans le contrôle cardiaque : le système nerveux sympathique (ou cathécholaminergique) et le système parasympathique (ou vagal ou cholinergique). Ces systèmes ont des comportements antagonistes an d'assurer un équilibre au bon fonction-nement du c÷ur. Ainsi, les oreillettes sont innervées par des bres nerveuses parasympa-thiques et sympaparasympa-thiques tandis que les ventricules ne sont que sous l'inuence des bres sympathiques.

Les systèmes sympathique et parasympathique sont continuellement activés. Le c÷ur n'a pas besoin d'une stimulation nerveuse externe pour battre. Cependant, le système ner-veux autonome peut exercer une inuence considérable sur son activité : le système nerner-veux sympathique peut augmenter la force et la fréquence des battements an de préparer l'or-ganisme à l'eort ; il intervient aussi en période de stress émotionnel (peur, anxiété) et

1.5. Le rythme cardiaque dirigé par le Système Nerveux Autonome 21 physique (exercice physique intense). Le système sympathique libère de la noradrénaline qui diminue le seuil d'excitation du n÷ud sinusal ; le c÷ur y réagit en battant plus vite. La dépolarisation du n÷ud sinusal est favorisée par la stimulation nerveuse sympathique, ce qui permet aux cellules d'atteindre plus rapidement le potentiel d'action et d'augmenter ainsi la fréquence cardiaque. Les liaisons nerveuses sympathiques sont reliées, non seule-ment au niveau du n÷ud sinusal, mais aussi à toutes les cellules du c÷ur.

Le système parasympathique de son côté, a pour fonction de diminuer la fréquence car-diaque. Il va transmettre au c÷ur, par l'intermédiaire du nerf vague, un message qui va entraîner la libération d'acétylcholine, neurotransmetteur et hormone du système nerveux permettant la diminution du rythme de la dépolarisation sinusale et, par le fait même, la fréquence cardiaque.

Le système nerveux autonome est sous le contrôle des centres cardiaques situés dans le bulbe rachidien. Le centre accélérateur agit par le sympathique et le centre cardio-inhibiteur par le parasympathique. Des récepteurs situés dans diverses parties du système cardio-vasculaire (dont des barorécepteurs réagissant aux variations de la pression artérielle systémique) stimulent inégalement ces centres nerveux.

La fréquence cardiaque spontanée est de l'ordre de 100-110 bpm (battements par mi-nute). A l'état de repos, l'inuence parasympathique est dominante et la fréquence car-diaque chez un sujet sain est largement inférieure à 100 bpm (entre 60 et 80 bpm). Durant les exercices physiques extrêmes, le sympathique augmente cette fréquence à 200 bpm. Donc, il existe une inhibition réciproque entre ces deux composantes du SNA. Ainsi, par mécanisme réexe, ces centres assurent l'équilibre entre une stimulation ou un ralentisse-ment de la fréquence cardiaque.

Résumé :

Le c÷ur est l'élément central du système cardiovasculaire qui permet l'alimentation en oxygène et en nutriments des organes. Il est principalement composé de quatre cavités : deux oreillettes et deux ventricules. À chaque battement, un inux électrique traverse le réseau de conduction du c÷ur et engendre les contractions successives des oreillettes et des ventricules qui envoient le sang vers les poumons ou vers le reste du corps. Comme nous le verrons dans le chapitre suivant, la propagation de cet inux électrique peut être suivie depuis l'extérieur du corps par des électrodes, collées à la surface de la peau, qui mesurent indirectement l'activité électrique des bres musculaires cardiaques.